Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás1 Mágneses rezonancia (MR, MRI, NMR) Bloch, Purcell 1946, Nobel díj 1952. Mágneses momentum + - spin (kvantum mechanika)

Az előadások a következő témára: "Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás1 Mágneses rezonancia (MR, MRI, NMR) Bloch, Purcell 1946, Nobel díj 1952. Mágneses momentum + - spin (kvantum mechanika)"— Előadás másolata:

1 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás1 Mágneses rezonancia (MR, MRI, NMR) Bloch, Purcell 1946, Nobel díj 1952. Mágneses momentum + - spin (kvantum mechanika) Protonok és Neutronok száma páros: 0 spin ( 4 He, 12 C, … = 0), P és N száma páratlan: egész spin ( 2 H: 1, 10 B: 3, …), P + N páratlan: egész + fél spin ( 1 H, 15 N: 1/2, 17 O: 5/2).

2 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás2 Mágneses térben a mágneses momentum az erővonalakkal csak meghatározott szöget zárhat be. Különböző irányokhoz – pl. párhuzamos és antipárhuzamos – különböző energia szint tartozik. Föld mágnesesség: egyenlítőn 0.3 G – a sarkokon 0.7 G MR: 1 – 15 KG = 0.1 – 1.5 T 1 T (Tesla) = 10 4 G (Gauss) erős mágneses tér relaxáció equilibrium (gerjesztés) rádió hullám rádió hullám

3 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás3 Szoba hőmérsékleten a párhuzamos spinű tracer (proton) relatív többlete kb. 10 – 6 nagyságrendű (Boltzmann statisztika). párhuzamos antipárhuzamos alacsony energia szint magas energia szint D É D É D D É É A két energia szint különbsége E. E = h  Bh a Plank féle állandó  a giromágneses együttható B a mágneses térerősség  = impulzus momentum / mágneses momentum Larmor frekvencia: =  B, 1 H esetén 42.58 MHz / T.

4 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás4 Makroszkopikus tárgyalás Spin csomag: egy kis térrészben lévő spin-ek összessége. Mágnesezettségi vektor: a spin csomagban lévő spin-ek által képviselt eredő mágneses momentum. Mutasson a mágneses tér a z tengely irányába, ekkor nyugalmi állapotban a mágnesezettségi vektor (M 0 ) a z tengely irányába mutat. Larmor frekvenciájú rádió hullámmal forgatónyomatékot tudunk gyakorolni a mágnesezettségi vektorra, ennek hatására a mágnesezettségi vektor elfordul. Az elfordulás a rádió hullámok terjedési irányára merőleges síkban történik, az elfordulás szöge arányos a rádió hullám amplitúdójával (energiájával) és a kibocsátás idejével (RF pulzus). RF  : a mágnesezettségi vektort  -val forgató pulzus. z y x M0 M0

5 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás5 Megfelelő pulzus alkalmazásával elérhető, hogy a mágnesezettségi vektor z komponense 0 vagy –M 0 legyen. A rendszert magára hagyva a mágnesezettségi vektor fokozatosan visszatér az eredeti állapotába: M z = M 0 (1 – e – t / T 1 ) illetve M z = M 0 (1 – 2e – t / T 1 ) T 1 : longitudinális relaxációs idő (spin lattice relaxation time) kb. 1 s. Ha a mágnesezettségi vektor szöget zár be a z tengellyel, akkor a z tengely körül Larmor frekvenciával precessziós mozgást végez (pörgettyű forgatónyomaték hatása alatt), miközben a z-re merőleges komponense (M xy ) fokozatosan csökken: M xy = M xy 0 e – t / T 2 T 2 : transzverzális relaxációs idő (spin-spin relaxation time). T 2  T 1

6 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás6 A kezdetben azonos fázisban precesszáló spin-ek a lokálisan kissé eltérő mágneses térerősség hatására „kiesnek” a fázisból, és a továbbiakban már nem erősítik egymás hatását annyira. T 1 és T 2 a spin környezetének fizikai, kémiai tulajdonságaitól függ.

7 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás7 90-FID szekvencia: RF90 0 FID T R A nyugalmi állapothoz történő visszatéréskor energia szabadul fel, ez az energia Larmor frekvenciájú rádió hullám formájában kisugárzódik A csillapodás T 2 -nek megfelelő sebességű. Ezt a jelet Fourier transzformálva megkapható a jel amplitúdója (nagysága, S) és frekvenciája, továbbá a jel csillapodási sebessége. (FID – free induction decay): exponenciálisan csillapodó hullám.

8 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás8 RF90 0 FID T R Általában a jel-zaj viszony javítása érdekében T R időnként megismétlik az egész folyamatot (pulzus és felvétel), ilyenkor a mágnesezettségi vektor még nem egészen tér vissza a nyugalmi állapotába, ezért az ismétlés során elforgatott vektor kisebb, mint M 0 : M z = M 0 (1 – e – T R / T 1 ), így a jel nagysága is ezzel arányos (de T 2 -nek megfelelően csökkenő): S = k  (1 – e – T R / T 1 ), ahol k arányossági tényező,  pedig a spin (proton) sűrűség.

9 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás9 Spin – Echo szekvencia: echo RF90 RF180 0 (FID) T E T R A 90 0 -os pulzus után a precesszáló spin-ek fokozatosan „kiesnek” a fázisból, a 180 0 -os pulzus után azok, amelyek eddig siettek, most késni fognak, amelyek késtek, sietni fognak, egy idő múlva újra szinkronba kerülnek, majd ismét kiesnek a szinkronból. A jel először erősödik, majd gyengül (T 2 -nek megfelelően). A jel maximális nagysága: S = k  (1 – e – T R / T 1 ) e – T E / T 2, ahol T E a 90 0 -os pulzus és a maximális jel között eltelt idő.

10 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás10 Inverziós (Inversion Recovery) szekvencia: RF180RF90 0 inverzió T I jel TR RF180 után hosszabb szünet van, ezalatt részben bekövetkezik a longitudinális relaxáció M z = M 0 (1 – 2e – T I / T 1 ), ahol T I az RF90-ig eltelt idő. Ezt az M z –t fogja forgatni RF90. Ha T R időnként ismételjük a szekvenciát, akkor S = k  (1 – 2e – T I / T 1 + e – T R / T 1 ). A kapott jel kisebb, mint amekkorát 90-FID szekvencia esetén kaphatunk, de T I megfelelő választásával elérhető, hogy bizonyos szövetek (pl. ahol folyadék van) egyáltalán ne adjanak jelet. Ehhez T I -t úgy kell választani, hogy T I = T 1t ln 2, ahol T 1t az eltüntetendő szövetre jellemző T 1 érték.

11 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás11 90-FID szekvencia: S = k  (1 – e – T R / T 1 ), Spin – Echo szekvencia:S = k  (1 – e – T R / T 1 ) e – T E / T 2, Inverziós szekvencia: S = k  (1 – 2e – T I / T 1 + e – T R / T 1 ). Spin (proton) sűrűség kép: k ismeretében (gyári konstans) a felvett jel amplitúdója alapján meghatározható. T 2 kép: a jel nagyságának csökkenéséből meghatározható. T 1 kép: az alkalmazott szekvenciákkal nyerhető képek általában függnek T 1 -től. A szekvencia paramétereinek különböző beállításával kapott jelek alapján számítható a T 1 kép.

12 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás12 T1 T2 Spin sűrűség

13 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás13 A hely meghatározás elve Gradiens mágneses mező: Olyan G x, G y, G z inhomogén mágneses mező, amelyben a térerő a megfelelő koordináta értékével arányos. Egy ilyen mágneses mezőt hozzáadva a B mágneses mezőhöz a Larmor frekvencia értéke a helytől függően megváltozik, pl.: x =  (B + x G x ). Ezt többszörösen kihasználhatjuk.

14 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás14 Metszet kiválasztás (szelekció): Alkalmazzuk pl. G z –t a  (B + z 0 G z ) frekvenciájú pulzus idején. Erre a pulzusra csak a z = z 0 síkban lévő spin-ek fognak reagálni, tehát felvételkor csak ebből a síkból kapunk majd jelet. Felvétel közben alkalmazzuk pl. G x –t, ekkor csak az x = x 0 síkban lévő spin-ek adnak  (B + x 0 G x ) frekvenciájú jelet. Ezt és a metszet kiválasztását figyelembe véve a jel a z = z 0 és az x = x 0 által meghatározott egyenesen lévő spin-ekből származik (vetület). Fourier transzformációval szét tudjuk választani a különböző frekvenciájú (különböző x koordinátájú egyenesekről érkező) jeleket, tehát a z = z 0 metszet 0 szögű vetülete megkapható.

15 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás15 Visszavetítéses leképezés: G x helyett G x cos( ) + G y sin( ) –t alkalmazva a szögű vetülethez juthatunk. A vetületek ismeretében a rekonstrukciós eljárások segítségével határozható meg maga a metszet. A három gradiens mágneses mező megfelelő súlyozásával tetszőleges irányú gradiens hozható létre, tehát tetszőleges sík metszet szelektálható, és rekonstruálható, nem csak transzverzális.

16 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás16 Fázis kódolás (phase encoding): n-szer ismételjük a szekvenciát (n általában 128 vagy 256). A k. ismétlésnél a metszet kiválasztása után k*G y /n fázis kódoló gradienst alkalmazunk: ahol nagyobb a térerő, ott nagyobb a Larmor frekvencia, ott a precesszió fázisa sietni fog. Minden ismétléskor más jelet kapunk. Az így nyert jelekből meghatározható, hogy melyik pont milyen mértékben járul hozzá a vetület értékéhez, tehát meghatározható maga a voxel érték.

17 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás17 Több metszet egyidejű leképezése (multi slice imaging) Az egyes szekvenciák hasznos része általában sokkal rövidebb, mint a szekvencia ismétlési ideje. A metszet leképezéséhez kihasználatlan idő szomszédos metszetek leképezésére használható. Amikor az első metszet jelének fölvétele befejeződött, akkor indítható a második metszet szelekciója, stb.

18 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás18 MRI készülék elvi felépítése számítógép RF pulzus programozó gradiens pulzus programozó gradiens tekercsek gradiens erősítő árnyékoló pajzs mágnes RF tekercsek b e t e g ágy RF vevő RF erősítő digitalizáló RF forrás RF tekercsek mágnes

19 Máté: Orvosi képfeldolgozás11. előadás19 MRI készülék vázlatos rajza vákuum szupra vezető tekercs folyékony nitrogén (  77 0 K) folyékony hélium (  4 0 K) vizsgáló tér állvány